JP2008528093A - 生体媒質における組織の動きベクトルを決定する方法及び装置 - Google Patents

Abstract

本発明は、生体媒質における組織の動きベクトルを決定する方法に関する。この方法は、既定の繰り返し率で超音波検査信号のシーケンスを取得するステップ、前記超音波検査信号をデジタル化して、当該デジタル化した画像を記憶するステップ、デジタルの擬似超音波検査パルスを規定するステップ、前記デジタル化した画像を用いて、前記デジタルの擬似超音波検査パルスの畳み込みを複数の方位に生じさせ、そこから前記複数の方位に関連する複数の擬似超音波検査信号を前記媒質の各位置において推理するステップ、及び２つの連続する擬似超音波検査信号間における位相シフトの推定を前記複数の方位にわたり決定し、そこから前記動きベクトルの大きさ及び方位を推理するステップを有する。

Description

本発明は、生体媒質における組織の動きベクトルを決定する方法及び装置に関する。

本発明は特に、主に心臓応用のための生体媒質にある３Ｄベクトルの組織の運動を測定することに関する。

組織の運動は、既定の繰り返し率(repetition rate)で発生する超音波励起に対する媒質の連続する応答を記録することにある組織ドップラー撮像(TDI: Tissue Doppler Imaging)として知られる方法を用いることにより一般的に測定され、２つの連続する応答信号間における位相シフトは、励起ビーム軸に沿った動きベクトルの成分に直接関係している。しかしながら、この方法は単にこの軸に沿った動きベクトルの成分の測定を可能にするだけでしかない。

他方では、それが持つ必要な複雑性及び高コスト、及び／又はアクセスのし易さの制約のために、動きベクトル全体の復元を可能にする幾つかの方位を同時に記録することがほぼ不可能であるため、典型的な３Ｄ超音波検査法が満足のいく解決法を提供しそうにはない。

本発明の目的は、組織の動きベクトルの３つの成分の決定を導き、３Ｄ超音波検査データ処理よりもより簡単且つ安価で実行する方法を提供することである。

この目的のために、本発明は、生体媒質における組織の動きベクトルを決定する方法を提案し、この方法は、
−既定の繰り返し率で超音波検査画像のシーケンスを取得するステップ、
−前記超音波検査画像をデジタル化して、当該デジタル化した画像を記憶するステップ、
−デジタルの擬似超音波検査パルスを規定するステップ、
−前記デジタル化した画像を用いて、前記デジタルの擬似超音波検査パルスの畳み込みを複数の方位に生じさせ、そこから前記複数の方位に関連する複数の擬似超音波検査信号を前記媒質の各位置において推定するステップ、及び
−２つの連続する擬似超音波検査信号間における位相シフトの推定を前記複数の方位にわたり決定し、そこから前記動きベクトルの大きさ及び方位を推理するステップ
を有する。

これにより、第１の段階において、超音波検査画像は３Ｄ取得プローブを利用して普通のやり方で収集され、第２の段階において、複雑且つ高価な３Ｄ方法を用いて前記画像を処理する代わりに、デジタル化した超音波検査画像を実際の媒質として用いて、組織ドップラー撮像方法がシミュレートされ、如何なる方向における動きベクトルの成分の決定を導き、この３Ｄ方法の場合には一般的であるような一方向だけではない。

この文脈において、"デジタルの擬似超音波検査パルス"という表現は、実際の組織ドップラー撮像実験に用いられる超音波パルスのデジタル方式でのシミュレーションであると解釈されるべきである。

本発明による方法の第２の段階は、デジタル画像に応用される組織ドップラー撮像方法のデジタルシミュレーションだけなので、本発明による方法が簡単、素早く、そしてアクセスのし易さの制約無しに用いられることが容易に理解される。

これにより、本発明は、生体媒質における組織の動きベクトルを決定する装置を提案する。この装置は、
−既定の繰り返し率で超音波検査画像のシーケンスを取得する手段、
−前記超音波検査画像をデジタル化し、当該デジタル化した画像を記憶する手段、
−前記デジタル化した画像を用いて、前記デジタルの擬似超音波検査パルスの畳み込みを複数の方位に生じさせ、そこから前記複数の方位に関連する複数の擬似超音波検査信号を前記媒質の各位置において推定する手段、及び
−２つの連続する擬似超音波検査信号間における位相シフトの推定を前記複数の方位にわたり決定し、そこから前記動きベクトルの大きさ及び方位を推理する手段
を有する。

図１は、生体媒質における組織の動きベクトルを決定する方法を実行するように構成される装置のブロック図を示す。例えば心筋のような上記媒質は参照符号Ｂにより図２に示される。前記媒質Ｂは組織で構成され、この組織の運動は本発明による方法のおかげで決められることを目的としている。

言い換えると、Ｍは媒質Ｂの組織の現在位置であり、Ｖは前記組織の運動（本実施例では心拍）中、位置Ｍに取り付けられる動きベクトルである場合、本発明の目的は簡単且つ安価な方法でベクトルＶの３成分を決定することである。

この目的を満たすために、媒質Ｂの３Ｄ超音波検査画像は、図１に示されるような標準的な超音波エミッタ／レシーバ１０及びデータ処理ユニット２０を用いて、繰り返し率ｆ_ｒで取得される。現在位置Ｍでの超音波検査画像の強度はＩ（Ｍ）と呼ばれる。

その際、媒質Ｂの超音波検査画像のシーケンスが得られ、ｔ＋（ｎ＋１）／ｆ_ｒで取得したｎ＋１番目の画像Ｉ_ｎ＋１（Ｍ）は、ｔ＋／ｆ_ｒで取得したｎ番目の画像Ｉ_ｎ（Ｍ）と１／ｆ_ｒの時間間隔だけ離れている。

取得した後、様々な画像はデジタル化され、図１のメモリ３０に記憶される。

組織の動きベクトルの決定を導く方法の次のステップは、デジタル化した媒質の画像に適用される組織ドップラー撮像方法をシミュレートするように、前記記憶されたデジタル化した画像及び他のデジタル処理を単に利用するだけである。

第１のステップにおいて、図２の平面Ｐのような断面Ｐにおける動きベクトルＶの成分を決定するために、前記断面を通る２Ｄ画像がデジタルで組み立てられる。この媒質Ｂの容積の断面はＣと呼ばれる。

図３において、時間ｔ＋ｎ／ｆ_ｒ及びｔ＋（ｎ＋１）／ｆ_ｒで夫々記録された２つの連続する超音波検査画像に対する、断面Ｐに関連する断面Ｐｎ及びＰ_ｎ＋１が示される。時間間隔１／ｆ_ｒの間、画像の輪郭ＣはＣ_ｎからＣ_ｎ＋１へ移動し、位置Ｍの画像強度はＩ_ｎ（Ｍ）からＩ_ｎ＋１（Ｍ）に変化する。

図４は、平面Ｐにおける動きベクトルＶの成分を決定する方法の他のステップを説明するのに用いられるパラメタを規定する平面Ｐ_ｎの正面図を示す。図４から分かるように、前記成分は、平面Ｐにおける既定軸Ａに対するベクトルの方位θ及び大きさＶにより規定される。この方法の目的は２つのパラメタＶ及びθを決めることである。

図５ａは、前記Ａ軸に対する角度φにより規定される方位ｕに沿った輪郭Ｃ_ｎを通る超音波検査画像の変数Ｉ_ｎ（ｕ）を示す。図５ｂは、図５ａと類似しているが、１／ｆ_ｒに等しい時間期間の後に記録された画像Ｉ_ｎ＋１（ｕ）に関する。

図５ｂに示されるように、画像Ｉ_ｎ＋１（ｕ）は、画像Ｉ_ｎ（ｕ）の形状とほぼ同じ形状を持つが、Δｕ＝Ｖ_ｕ／ｆ_ｒ＝Ｖｃｏｓ（φ−θ）／ｆ_ｒに等しい変位だけ移動している。

前述したように、この変位Δｕは、組織ドップラー撮像方法のシミュレーションを用いて測定される。この目的のために、デジタルの擬似超音波検査パルスｐ（ｕ）は、この方法に用いられる超音波パルスをシミュレーションするのに必要とされる。

各々の値ｎに対するデジタルの擬似超音波検査信号Ｓ_ｎ（ｕ）は、図１の参照番号４０に示されるような畳み込み積ｐ（ｕ）×Ｉ_ｎ（ｕ）をもたらすことにより復元される。
Ｓ_ｎ（ｕ）＝ｐ（ｕ）×Ｉ_ｎ（ｕ）

Ｓ_ｎ（ｕ）信号は組織ドップラー撮像方法に従って処理される。複素バンドパス(Quadrature Band Pass)フィルタ５０をＳ_ｎ（ｕ）に適用することにより、この処理が行われることをここで繰り返し、ｅ^{−ｊ２πｆｕ}に比例する複素信号

にを導く。

ここでｆは、媒質における超音波の速度に対する超音波周波数の比に等しい空間周波数である。

従って、

は、

によって示される。

これにより、複素信号

と後続する複素信号

の共役との積は、ｅ^{−ｊ２πｆｕ}に比例する。

ｎ個にわたる平均を実行することにより、以下の等式が得られる。

これにより図１のブロック６０において、前記公式をｎ個にわたり平均化することによるパルスｐ（ｕ）を用いた強度Ｉｎ（ｕ）の畳み込み演算により得られる擬似超音波検査信号Ｓ_ｎ（ｕ）から、前記積Ｖｃｏｓ（φ−θ）に対する推定＜Ｖｕ＞＝＜Ｖｃｏｓ（φ−θ）＞を測定することが可能である。

Ｖ_φと書かれることも可能であり、角度φの様々な値に対し、例えば５°毎に得られるＶ_ｕの測定値は、図６に示されるようにφの関数としてプロットされてもよい。例えばNewton-Raphson法として知られる図１のブロック７０に適用される最良のフィット方法は、断面Ｐにおける位置Ｍの動きベクトルの大きさＶ及び方位θの決定を導く。

パルスｐ（ｕ）は、超音波検査画像の強度の周波数スペクトルＩ（ｆ）を表す図７から規定されることができる。この図は中心周波数ｆ_ｓ及び前記中心周波数ｆ_ｓを中央に置いたΔｆの帯域幅を持つ周波数ウィンドウを示す。この周波数ウィンドウは、パルスｐ（ｕ）の周波数スペクトルとして得られ、当該パルスは、前記周波数ウィンドウのフーリエ変換により得られる。

狭帯域幅Δｆは、動きベクトルのパラメタＶ及びθの決定に関し高い精度となるが、低い空間分解能となってしまう、又はその逆にもなることに注意すべきである。

平面Ｐにおける動きベクトルの成分が、ちょうど説明した方法の応用により決定された後、他の平面、すなわち前記平面Ｐに垂直な平面において同じ方法を行うことにより前記動きベクトルＶの成分全体を決定することが可能である。

本発明は、横方向の運動撮像に有利に利用し、これは通常の組織ドップラー撮像を用いては達成することができない。この目的のために、本発明による方法及び装置を使用することにより決定される動きベクトルは、単に対応する方位に投影されるにすぎない。これにより、それらの伸縮運動の代わりに、心臓壁の運動を互いに離れて視覚化することができる。次いで、色識別(color coding)が実行され、青色識別運動を左方向に、赤色識別運動を右方向に実行される。

本発明による方法を実施するための装置のブロック図。 生体媒質を含む容積の透視図。 ２つの連続する画像に対する図２の前記容積の断面図。 図３に示される平面Ｐｎの全面図。 ２つの連続する超音波検査画像に対する、図４のｕ軸に沿った超音波検査信号を示す図。 ２つの連続する超音波検査画像に対する、図４のｕ軸に沿った超音波検査信号を示す図。 動きベクトルの大きさ及び方位が抽出される方法を示す図。 前記超音波検査が像の周波数洲ペクトを示す図。

Claims (9)

1. 生体媒質における組織の動きベクトルを決定する方法において、
   −既定の繰り返し率で超音波検査画像のシーケンスを取得するステップ、
   −前記超音波検査画像をデジタル化して、当該デジタル化した画像を記憶するステップ、
   −デジタルの擬似超音波検査パルスを規定するステップ、
   −前記デジタル化した画像を用いて、前記デジタルの擬似超音波検査パルスの畳み込みを複数の方位に生じさせ、そこから前記複数の方位に関連する複数の擬似超音波検査信号を前記媒質の各位置において推理するステップ、及び
   −２つの連続する擬似超音波検査信号間における位相シフトの推定を前記複数の方位にわたり決定し、そこから前記動きベクトルの大きさ及び方位を推理するステップ
   を有する方法。
2. 前記決定は、２つの異なる平面における動きベクトルの成分の決定から得られる請求項１に記載の方法。
3. 前記デジタルの擬似超音波検査パルスは、前記擬似超音波検査信号の中心周波数を中央に置いた周波数ウィンドウのフーリエ変換として規定される請求項１に記載の方法。
4. 横方向の運動を撮像する、すなわち心臓壁の運動を撮像することに対する請求項１に記載の方法の使用。
5. 生体媒質における組織の動きベクトルを決定する方法において、
   −既定の繰り返し率で超音波検査画像のシーケンスを取得する手段、
   −前記超音波検査画像をデジタル化し、当該デジタル化した画像を記憶する手段、
   −前記デジタル化した画像を用いて、前記デジタルの擬似超音波検査パルスの畳み込みを複数の方位に生じさせ、そこから前記複数の方位に関連する複数の擬似超音波検査信号を前記媒質の各位置において推理する手段、及び
   −２つの連続する擬似超音波検査信号間における位相シフトの推定を前記複数の方位にわたり決定し、そこから前記動きベクトルの大きさ及び方位を推理する手段
   を有する装置。
6. 前記推理する手段は、複素バンドパスフィルタを有する請求項５に記載の装置。
7. 前記決定する手段は、２つの異なる平面における前記動きベクトルの成分を決定することが可能である請求項５に記載の装置。
8. 前記デジタルの擬似超音波検査パルスは、前記擬似超音波検査信号の中心周波数を中央に置いた周波数ウィンドウのフーリエ変換として規定される請求項５に記載の装置。
9. 横方向の運動を撮像する、すなわち心臓壁の運動を撮像することに対する請求項５に記載の装置の使用。

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